EP1412421A1 - Polymere biocompatible a structure tridimensionnelle a cellules communicantes, procede de preparation et application en medecine et en chirurgie - Google Patents

Polymere biocompatible a structure tridimensionnelle a cellules communicantes, procede de preparation et application en medecine et en chirurgie

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EP1412421A1
EP1412421A1 EP01949519A EP01949519A EP1412421A1 EP 1412421 A1 EP1412421 A1 EP 1412421A1 EP 01949519 A EP01949519 A EP 01949519A EP 01949519 A EP01949519 A EP 01949519A EP 1412421 A1 EP1412421 A1 EP 1412421A1
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EP
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polymer
solvent
hydrogel
soluble
cells
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Jiri Honiger
André Apoil
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Universite Pierre et Marie Curie Paris 6
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    • C08J2323/20—Homopolymers or copolymers of hydrocarbons having four or more carbon atoms having four to nine carbon atoms

Definitions

  • the present invention relates to the field of bio-materials. It relates more particularly to a process for the preparation of a biocompatible porous polymer with communicating cavities of controlled size, porosity and rigidity. It relates in particular to the application of these biocompatible materials to the culture of cells in vitro, as well as to the preparation of biocompatible supports thus seeded, as they are or encapsulated by a polymer or its semi-permeable and also biocompatible hydrogel, as implants in different organs or tissues of the human or animal body, to permanently or temporarily replace a failing organ, and thus create a bio-artificial organ. This could be the case of the bio-artificial pancreas, bio-artificial liver, bio-artificial cornea, bio-artificial articular cartilage, bio-artificial bone, etc.
  • tissue or cell growth factor more generally a biologically active substance such as a cytokine, a growth factor or a recombinant molecule of therapeutic interest.
  • This porous material with communicating cavities can also be implanted "naked" in the living body, to fill the deficit of substances such as for example: the cartilaginous substance in maxillofacial surgery or the production of breast prostheses.
  • Biomaterials according to the invention also find their application in the preparation of filters for bio-purification of biological fluids, or as carriers of enzymes for the production of an enzymatic reactor.
  • bio-materials must be understood as non-living materials used in a medical device intended to interact with biological systems.
  • a bio-material is suitable for contact with living tissues or fluids or living tissues. This contact, which is evident in the case of an implant, must be extended to the contact which takes place on the surface or outside of the human or animal body, for example those which occur with blood in hemodialysis or with the cornea in contact lenses. It is also extended to materials which can be used in biotechnology, in particular materials for the in vitro culture of animal or plant cells.
  • a bio-material is in essence biocompatible.
  • bio-compatibility is meant the ability of a material to be used with an appropriate host response in a specific application.
  • This definition implies “negative” properties such as the absence of toxicity, the absence of inflammatory reaction, the absence of activation of the complement, the absence of leukocyte fall.
  • This also includes “positive properties” which imply that the material is not necessarily as inert as possible but on the contrary makes react the living tissue and contributes to the metabolic activation of the cells which are in contact with it or the tissues in which it is implanted; this is particularly the case with osteoconductive materials which facilitate bone growth.
  • the porous bio-materials of the present invention fall into the category of organic polymers or copolymers.
  • the method of the invention and the material with communicating cavities obtained by the method allow cells placed in culture to organize in these communicating cavities and if necessary proliferate there.
  • These properties allow not only the cultivation of cells and the manufacture of artificial organs, but also the construction of transportable and transplantable cellular tissues, in particular in the transplantation of neocartilaginous tissues, produced from chondrocytes in culture.
  • Various porous materials based on natural or synthetic, organic or mineral products have been described in their use in the culture of cells in vitro and in the transplantation of living cells.
  • hydroxy apatite PAH
  • TCB tricalcium phosphate- ⁇
  • the phosphocalcic hydroxy apatite of formula Ca-to (PO4) 6 OH 2 is a synthetic material sold as a synthetic bone substitute by the company TECHNIMED.
  • the difficulty with this type of material is to manage to synthesize a PAH having just the right size of pores so that colonization by cells, and in particular bone cells, is done correctly.
  • the use of these types of materials is limited by the lack of knowledge of the degradation mechanisms, their durability and resistance to fracture, their surface activity and the possibilities of calcification.
  • polyester or polytetrafluoroethylene felts alone and treated with a polyurethane (1); polyethyl methacrylate / tetrahydrofurfuryl methacrylate (2) and (3), collagen sponges (4); polyhydroxyethylmetacrylate (5); copolymers of polyglycolic and polylactic acids (6).
  • Shapiro L. and Cohen S. prepared a rigid alginate sponge, intended to be seeded by cells, followed by cultivation and transplantation into the living body.
  • the various applications also require the implementation of a process making it possible to control the size of the cavities, the shape and the rigidity (the more or less great flexibility) of the polymer.
  • these objectives can be achieved with a copolymer of the family of a polymer used for many years in the form of membranes for hemodialysis or in its hydrogel form, for ocular implants or for the preparation of pancreas. artificial (7).
  • This copolymer has already been shown to be biocompatible and hemo-compatible, and in particular as regards its capacities not to activate the complement system (15), not to induce a leukocyte fall and to induce only a minimal hypoxemia (8 ).
  • the polymer in question is a copolymer called AN 69, manufactured by the company HOSPAL R. & D. Int.
  • the process of the invention uses the very properties of the manufacture of the hydrogel illustrated in the case of the copolymer of acrylonitrile and sodium methallylsulfonate, said manufacture successively comprising a solution step and a gelling step then of forming a hydrogel .
  • the formation and definition of hydrogels is described by Honiger et al. (7).
  • the hydrogel is formed by precipitation of a homogeneous polymer solution. In a ternary diagram (polymer / solvent / non-solvent), the equilibrium curve separates an area where all the components are miscible from another area or two phases are formed (a solid phase rich in polymer and a liquid phase poor or depleted in polymer).
  • the system evolves from the initial polymer solution to a composition where all the solvent is replaced by the non-solvent, this transforming the gel into hydrogel; this hydrogel essentially only contains non-solvent and polymer.
  • This succession of steps (liquid form, gelled form), the transition from the liquid form to the gelled form being triggered by contact of the copolymer with a non-solvent, makes it possible to envisage carrying out this gelling around a form matrix. and of porosity previously chosen as a function of the subsequent application of the biocompatible copolymer.
  • the concept underlying the invention is to use a mold or a matrix which gives the biomaterial the chosen porosity and shape, the rigidity being determined by the conditions for producing the hydrogel and in particular its content. in water.
  • the process resides on an essential characteristic of the polymer which is the capacity to pass from a liquid state to a non-liquid state, having a certain rigidity.
  • the present invention applies by equivalence to any biocompatible polymer which can, thanks to a triggering factor, pass from a liquid state to a non-liquid state.
  • non-liquid state is meant a gelled or crystallized or pseudo-crystallized state, or a hydrogel state.
  • the choice of mold or matrix used to give the bio-material its shape and porosity is made according to two alternative strategies.
  • the first is to choose a material for the mold or the matrix whose neutrality and bio-compatibility are total. But as we said above, today no material is known which has at the same time the capacities to have a controlled porosity, a bio- compatibility and control of these long-term effects.
  • the second alternative is to use as a mold or matrix any substance whose size and porosity are controllable and capable, after the formation of the hydrogel or of the solid structure on said mold, of being eliminated. This elimination can be carried out by dissolution, or by enzymatic digestion.
  • a first embodiment of the invention relates to a process for obtaining a porous three-dimensional structure with communicating cavities consisting of a biocompatible polymer comprising a liquid state and a gelled or solid state, comprising the following operations: - preparing a frit of selected geometry and porosity consisting of a water-soluble or hydrolyzable substance, not soluble in the solvent for the polymer and soluble in the non-solvent for the polymer,
  • the frit by immersing the mixture in a non-solvent for the polymer, - recover the polymer of geometry and porosity chosen in gelled or solid form or in the form of a hydrogel.
  • the invention relates to a process for obtaining a three-dimensional porous structure with communicating cavities consisting of a biocompatible polymer comprising a liquid state and a gelled or solid state, comprising the operations following:
  • the mold intended to give its shape and its dimension to the three-dimensional structure may for example be made of silicone elastomer.
  • the two embodiments of the process described above are based on two essential characteristics: a) the biocompatible polymer used must have the properties of passing from a liquid state to a gelled or solid state, this transformation being able to be controlled by an external trigger non-solvent type of polymer, temperature, pH, for example, i.e. the property of forming a hydrogel; b) the use of a matrix which performs the role of a mold intended to give the desired shape to the biocompatible polymer, said matrix or said mold being able to be eliminated, either by dissolution, or by hydrolysis.
  • the external shape which can be chosen according to a desired geometry for an implant.
  • the production of an implant for bone regeneration must have the desired geometry for perfect implantation in an insertion site.
  • the form can thus be produced, either by conferring from the outset a form on the matrix consisting of the water-soluble or hydrolysable substance, this constituting the first embodiment of the process, or by preparing the water-soluble or hydrolysable substance in the form of beads or microbeads whose size is chosen according to the desired size for the communicating cavities; these beads or these microbeads are then mixed with the liquid form of the biocompatible polymer, said mixture being prepared in a mold of selected geometry and size. After gelation and solidification of the polymer, the mold is then removed before or after dissolution or hydrolysis of the substance.
  • the gelation or solidification step is carried out by immersion in a bath containing a non-solvent for the polymer.
  • the bath known as gelling or solidifying bath or of hydrogel formation comprises water or an aqueous solution of a biologically acceptable salt.
  • the biomaterials in question fall into the category of hydrogels.
  • the hydrogels are three-dimensional hydrophilic networks that are capable of absorbing large amounts of water or biological fluid and that to some extent resemble biological tissue. They are insoluble due to the presence of a network of chemical or physical bonds, and can be formed in response to a large number of physiological or physical stimuli such as temperature, ionic strength, pH or contact with solvents.
  • the three-dimensional structures are essentially based on a hydrogel, that is to say that the structure is made of a homogeneous material.
  • the polymer solution comprises at least:
  • aprotic solvent any solvent which does not exchange protons with the ambient medium or the substances dissolved in it.
  • a preferred hydrogel contains 50 to 98% water.
  • the ionic capacity of the hydrogel can be between 0 and approximately 500 mEq / kg, preferably 30 to 300 mEq / kg, more preferably between 100 and 270 mEq / kg of hydrogel. Low ionic capacities (of the order of 0) are reached for the homopolymer hydrogel PAN (AN69 without sodium methallylsulfonate group).
  • Such hydrogels can be formed from a solution of polymers comprising at least: - a copolymer of acrylonitrile and of an unsaturated olefinic comonomer carrying anionic groups, said comonomer being chosen in the group consisting of metallylsulfonic acid, metallylcarboxylic acid, metallylphosphoric acid, metallylphosphonic acid, optionally salified metallylsulfiric acid,
  • the polymer solution in the solvent additionally contains non-solvent for the polymer.
  • the copolymer is a copolymer of acrylonitrile and sodium metallylesulfonate.
  • This polymer has been described and used as a biocompatible material in numerous applications.
  • This polymer is AN 69, which is referred to above. It is a copolymer of sodium polyacrylonitrile-methallylsulfolnate with a molecular weight of approximately 250,000. Its anionic character depends on the content of the sulfonic group (3.3 mol%).
  • This copolymer can be dissolved in an aprotic solvent such as
  • NN-dimethylformamide (DMF), dimethylsulfoxide (DMSO), NN-dimethylacetamide (DMAA), or propylene carbonate (PC).
  • DMF dimethylsulfoxide
  • DMAA dimethylsulfoxide
  • PC propylene carbonate
  • the polymer can also be chosen from a group containing polysulfone, polyethersulfone, polyhydroxy ethyl methacrylate, polyhydroxy propyl methacrylate, or their copolymers.
  • the hydrogel may contain from 2 to 50% of acrylonitrile copolymers and of an unsaturated comonomer carrying anionic groups, the acrylonitrile / co-monomer molar ratio being between 90:10 and 100: 0 .
  • Such a hydrogel has a micro-porous structure and an ionic capacity of between 0 and 500 mEq per kilo of gel, a water content of between 50 and 98%.
  • This polymer has been used for more than twenty years as a renal dialysis membrane in the form of hollow fiber or flat sheet. Its physical and chemical properties are well known, and it has proven for over twenty years its excellent bio-compatibility with blood and serum. In particular, as early as 1978, it was established that the membrane of AN 69 did not generate activation of the complement giving an aggregation of leukocytes nor a sequestration of the aggregates formed in the pulmonary microcirculation leading in turn to a leukopenia and at risk of hypoxia (11).
  • the aprotic solvent for the copolymer will preferably be, when the polymer is a copolymer of acrylonitrile and of a metallylesulfonate comonomer, chosen from a group comprising NN-dimethylformamide (DMF), dimethyl sulfoxide (DMSO), NN-dimethylacetamide, polypropylene carbonate, N-methylpyrrolidone (NMP).
  • a metallylesulfonate comonomer chosen from a group comprising NN-dimethylformamide (DMF), dimethyl sulfoxide (DMSO), NN-dimethylacetamide, polypropylene carbonate, N-methylpyrrolidone (NMP).
  • DMF NN-dimethylformamide
  • DMSO dimethyl sulfoxide
  • NMP N-methylpyrrolidone
  • each of the elements making up the polymer solution can vary according to the characteristics expected for the biocompatible polymer, in particular as regards its rigidity.
  • a material according to the invention comprising 5 to 15% of polymer will give a flexible, deformable sponge.
  • a material containing 25 to 35% of polymer will be preferred and makes it possible to obtain a porous substance of controlled rigidity / flexibility, as a function of the weight ratio of the polymer or copolymer on the one hand, and of the water-soluble or hydrolyzable substance, on the other hand.
  • a geometry or porosity frit prepared with a water-soluble or hydrolyzable substance, or this same substance prepared in the form of particles of size and chosen geometry is soaked or mixed with the biocompatible polymer in its liquid state.
  • the methods of the invention are carried out essentially without evaporation of the solvent or of the non-solvent.
  • the water-soluble or hydrolyzable substance which is not soluble in the polymer solvent and soluble in the polymer non-solvent is agglomerated or crystallized sucrose.
  • this substance may be an agglomerate of cane or beet sugar pseudo-crystals in pieces or in powder.
  • the advantages of using this substance are its perfect tolerability in terms of toxicity, its very good solubility and finally the ease with which one can modulate the shape and size of the agglomerated particles.
  • sucrose makes it possible to obtain particles with an average diameter of between 0.1 and 3 mm, thus giving the biocompatible polymer communicating cavities of the chosen size. In certain cases, after elimination of the sucrose, a certain withdrawal of the cavities can appear. This is homogeneous within the foam obtained and reproducible for a given polymer or copolymer.
  • a person skilled in the art will be able to choose the size of the particles as a function of the size of the communicating cavities sought.
  • the non-solvent for the polymer is an aqueous solution of an organic or inorganic salt.
  • the polymer solution is composed of copolymers of acrylonitriles and sodium metallylesulfonate, the aprotic solvent being DMSO
  • the non-solvent of said polymer capable of forming the hydrogel is a chloride solution.
  • the water-soluble or hydrolyzable substance is, if necessary, eliminated by immersion in distilled water at a temperature between 30 and 50 °, preferably with stirring. The water is renewed until the sugar crystals are completely dissolved, and the communicating cavities are released.
  • the average diameter of the cavities can be between 0.1 and 3 mm.
  • the diameter of the cavities depends of course on the size of the particles of the water-soluble or hydrolyzable substance which are eliminated, while being able to be smaller, because of a withdrawal effect observed during the formation of the hydrogel.
  • the present invention also relates to a porous three-dimensional structure with communicating cavities consisting of at least one biocompatible polymer, capable of being obtained by a process as described above; these structures have multiple cavities, which communicate with each other and with the surface of said structure.
  • This three-dimensional, porous hydrogel structure with communicating cells can be described as "foam”.
  • the term "foam” describes both the existence of cavities communicating with each other and with the surface of said foam, as the fact of having rigidities and variable geometries.
  • the term "foam” or "polymer foam” will designate all the three-dimensional structures capable of being obtained by the process of the invention.
  • the polymer foams of the invention will be hydrogel foams and more preferably AN 69 foams obtained by the process.
  • the hydrogel foams according to the invention, and more particularly the AN 69 foams can contain functionalized residues capable of forming covalent bonds with organic residues.
  • these functionalized residues can be residues -CHO, -NH 2 , -COOH, -SH.
  • An example of such a functionalization is described in patent application PCT / FR 98/00066 for the AN 69. This example is nonetheless non-limiting insofar as in patent applications WO 92/07023 and WO 92/07006, it has also been described the functionalization of other uncharged hydrophilic polymers such as polyethylene glycol-hypoxy covalently linked to a polyethyleneimine.
  • the advantage of the foams according to the invention carrying functionalized residues is the possibility of coupling, by covalent or ionic bond, organic ligands; by way of example, such ligands can be selected from a group comprising antibodies, antigens, peptides, proteins or glycoproteins, hormones, enzymes, co-factors thereof, substrates or inhibitors of these, polysaccharides, lectins, toxins or anti-toxins, nucleic acids or polynucleotides, haptens or hapten ligands, pigments or dyes.
  • organic ligands can be selected from a group comprising antibodies, antigens, peptides, proteins or glycoproteins, hormones, enzymes, co-factors thereof, substrates or inhibitors of these, polysaccharides, lectins, toxins or anti-toxins, nucleic acids or polynucleotides, haptens or hapten ligands, pigments or dyes.
  • the present invention relates to the use of such functionalized foams as modules for bio-purification by affinity in vitro, ex vivo or in vivo of biological molecules or macromolecules.
  • the size and geometry of the communicating cavities of the biopolymer foams can be chosen as a function of the cells placed in culture and of their organization in the communicating cavities, more particularly when these cells differentiate within the foam itself.
  • the field of cell cultures has experienced significant growth for a very long time, and many devices and products have been developed with the aim of optimizing vital conditions of cells in culture.
  • Petrie dish E.g. Petrie dish, CO 2 oven, range of nutrient media, background box treated with products of biological, organic or mineral origin, allowing the cells a better organization, adhesion, proliferation etc. during their cultivation.
  • the biopolymer foam defined by the present invention allows the cells cultured, to organize in its communicating cavities, to proliferate and to build transportable and transplantable cellular tissue with or without immunoprotection as will be explained in examples, in particular in transplantation of the neocartilaginous tissue produced by cultured chondrocytes.
  • the polymer of the foams of the invention will advantageously include animal or plant cells, in a medium suitable for their proliferation and / or their differentiation.
  • One of the first applications of the present invention is the use of this type of foam for the culture of animal or plant cells, where appropriate recombinant for their culture in vitro and the production of biological macromolecules of interest.
  • the biocompatible polymer foams according to the invention and more particularly the hydrogel foams, and even more particularly the AN 69 foams find a particularly advantageous application when they contain cells intended for implantations in the human or animal body.
  • the advantage of the structure of foams with communicating cavities is that when they are seeded with stem or undifferentiated cells, it is possible to build a cellular tissue inside this foam by preculture in a medium containing the appropriate growth and / or differentiation factors.
  • Another type of foam according to the invention carries chondrocytes or chondrogenic stromal cells.
  • the implantation of foam carrying chondrocytes allows the production of bio-artificial cartilage or the filling of a bone deficit.
  • One way of making these chondrocyte-carrying foams is to separate the chondrocytes from articular cartilage taken from a joint in a human or animal, to seed the chondrocytes in the foam with communicating cavities, to cultivate these chondrocytes seeded in the support immersed in the nutritive medium in a study at 37 ° under an atmosphere comprising 5% of CO 2, and to transplant after culture the foam carrying cells having thus proliferated in articular cartilage in an individual.
  • This transplantation can be autologous or heterologous, namely that the chondrocytes can come from an individual donor having tissue compatibility with the recipient (allogenic transplant), or be taken from an individual, cultivated and implanted in the form of foam carrying chondrocytes to level of cartilage or bone to be repaired by the same individual (autologous transplant).
  • the foams according to the invention can be seeded with stem or progenitor cells of a particular cell line.
  • the marrow is composed of hematopoietic cells in close association with cells of non-hematopoietic origin and a support called the spinal microenvironment.
  • stromal cells which are cellular progenitors with multipotent differentiation characteristics. to specific connective tissues such as bone and cartilage.
  • Stroma and bone marrow cells which make up around 3% of mononuclear cells, can be isolated by incubating mononuclear cells with coupled endogline (CD15) monoclonal antibodies to magnetic beads.
  • CD15 coupled endogline
  • This antigen is found in a highly homogeneous cell population with expansion capacities and chondrogenic properties.
  • the cell suspension can then be isolated by any means known to those skilled in the art, an example of which can be an affinity column attached to a magnet in order to retain the positive cells which will be collected, analyzed and cultured for expansion.
  • This cultivation in the foams according to the invention is carried out in the presence of a culture medium in the presence of appropriate differentiating factors, in particular TGF ⁇ 3. Culture under these conditions thus makes it possible to obtain a pseudo-cellular tissue implantable on the bone or on the cartilage.
  • the present invention relates to a foam of biopolymers with communicating cavities carrying hepatocytes. These foams can then be implanted, for example in the peritoneal cavity.
  • This transplantation of syngeneic or congenic hepatocytes can make it possible to correct long-term metabolic deficiencies without incurring immunosuppression.
  • Such an example on the therapeutic potential of hepatocyte transplantation can be given in N. Gomez et al. (12).
  • the transplantation of biocompatible polymer foams, and more particularly still of an AN 69 hydrogel, carrying hepatocytes makes it possible to increase the longevity and the tolerability of the transplant.
  • Such a film or such a membrane may advantageously be a hydrogel of the polymer or of the copolymer according to the invention.
  • polymer foams according to the invention carrying islets of Langherans.
  • the islets of Langherans can be obtained by any technique accessible to those skilled in the art at the time of its implementation. As example, we can cite the technique described in C. Delauney et al (13).
  • the transplant carrying the islets of Langherans can thus be assimilated to a bio-artificial pancreas which allows, after implantation, the long-term production of insulin and the regulation of glycemia.
  • the foams of biocompatible polymers, and more particularly of hydrogel 69 can constitute cellular reactors implantable in vivo for the production of substances of therapeutic interest.
  • the implant carrying the producing cells can be implanted, either subcutaneously, or at the level of a particular organ or tissue.
  • we can thus treat different chronic pathologies with therapeutic proteins such as anemia with erythropoietin, hemophilia with factor VIII or factor IX, vascular deficits with angiogenic factors, or solid tumors with anti-angiogenic factors.
  • therapeutic proteins such as anemia with erythropoietin, hemophilia with factor VIII or factor IX, vascular deficits with angiogenic factors, or solid tumors with anti-angiogenic factors.
  • the feasibility of such implantation techniques has already been shown by E. Payen et al. for erythropoietin (14).
  • a mini bio-reactor according to the invention can also contain cells which produce vectors, viruses or recombinant plasmids for gene therapy.
  • the bio-reactor can thus be implanted in situ, in particular near the cells which it is desired to treat by this method.
  • Another aspect of the invention relates to the use of biocompatible polymer foams according to the invention in the manufacture of a prosthesis intended to fill a deficit of substances in an organ, in particular a breast prosthesis or the complement of a tissue bony.
  • the implanted polymer foam does not comprise cells, but comprises a medium allowing cells in contact with said foam to colonize the latter in situ.
  • the cells of the organ in which the foam, carrying an appropriate sterile culture medium, is implanted can proliferate and help fill the organ deficit.
  • biocompatible polymer foams according to the invention in the manufacture of medicaments for the controlled release of active principle.
  • these hydrogel foams offer a particularly suitable means for administering molecular or macromolecular active principles and in particular active principles of peptide or polypeptide nature.
  • the three-dimensional foams with communicating cells according to the invention will find their application each time a person skilled in the art wishes to produce an implant with undifferentiated or differentiated cells of a certain given type.
  • the above examples are not limiting insofar as in the same way one can envisage an implant carrying neuronal cells, keratinocytes, etc.
  • foams will also find their application each time that one wishes to carry out before implantation an in situ differentiation of stem cells, constituting the frame of a preformed tissue which can then be grafted advantageously on an organ or a tissue which one wishes to fill a deficient function.
  • Figure 1 photograph taken under optical microscopy of a basal bone regrowth and articular cartilaginous surface in the porous material with three-dimensional structure previously sown with rabbit chondrocytes and implanted on the femoral condyle after creation of a cartilaginous deficit .
  • Figure 1a is a photo at 15 times magnification and
  • Figure 1b is a photo at 60 times magnification of the central part of photograph 1a showing the detail of the cartilaginous regrowth.
  • Figure 2 photograph of an AN 69 polymer foam obtained by the method of Example 4 below.
  • the top photo (2a) is at x 17 magnification and the bottom photo (2b) is at x 100 magnification.
  • Example 1 Realization of a flexible foam with communicating cavities, before the approximate dimensions of 0.8 cm x 1.3 cm x 2.1 cm and the size of the pores of a few tenths of a millimeter
  • the polymer solution consisting of:
  • aqueous sodium chloride solution at 9 g / l; - 91% of dimethylsulfoxide (DMSO) by successive dissolution of the components with stirring and at 50 ° C.
  • DMSO dimethylsulfoxide
  • TPX polymethylpentene
  • Example 2 Production of a semi-rigid foam with communicating cavities carrying chondrocytes
  • a silicone elastomer mold is prepared, which has a flat and smooth bottom, bordered in turn by a bead 1.5 mm thick.
  • porous elastomer plate is then decontaminated with a solution containing peracetic acid (APA), carefully washed with sterile physiological serum until the last traces of APA disappear. Then, it is sown by the chondrocytes isolated from the articular cartilage of the rabbit, either by their injection into the syringe provided with a equilla, or by "infiltration / aspiration" as in a sponge. Placed in a Petri dish containing a nutritive liquid, the porous elastomer plate with communicating cells seeded with chondrocytes is subjected to a cell culture process in a CO 2 study.
  • APA peracetic acid
  • Example 3 Production of a porous material of small thickness (0.5 mm), as a support for living cells, in particular for keratocytes
  • Example 4 Production of a polymer filter block with communicating cells, which can be used for various treatments of the fluids circulating in pores through this filter block
  • Dimethylformamide In a glass or plastic beaker resistant to Dimethylformamide, 9% of this solution are mixed with a spatula with 91% of crystallized cane sugar. This mixture is then transferred to another glass or plastic beaker resistant to Dimethylformamide, and this mixture is packed using a curved spatula and / or using a cylinder or another Beccher, having a slightly smaller diameter, so that it can function as a compacting piston.
  • the beaker is immersed with the packed mixture in distilled water or in an aqueous solution composed of various mineral or organic salts, preferably biologically acceptable. After a few minutes, the filter block thus formed is removed from the mold, and the sugar crystals are allowed to dissolve by continuous or batch washing with distilled water or with aqueous solutions of the various salts.
  • Example 5 Obtaining a form of polymer with communicating cells by molding the mixture of the polymer solution and the crystallized sugar
  • Example 4 An identical mixture is therefore prepared as described in Example 4. This mixture is then introduced with a spatula and packed using a polytetrafluoroethylene rod in a glass tube. Distilled water is then introduced into the interior of the tube and a cylinder is released by gravity or by a weak stream of water, which after dissolution total of crystallized sugar becomes a polymer cylinder with communicating cells.
  • Example 6 Production of a polymer block AN 69 containing in communicating cells iusgu 'with 97% water and which can be used after necessary examinations as an implant for filling the mango substance (breast implant for example)
  • a mixture is prepared containing 3.5% of the polymer solution (25% copolymer of acrylonitrile and sodium methallylsulfonate and 75% of Dimethylformamide) and 96.5% of the crystallized sugar. This mixture is transferred to a mold, it is packed, then the filled mold is immersed in water or in aqueous solutions of the various salts. After the sugar has completely dissolved, a block of porous elastomer is obtained, containing almost 97% of water in its cavities.
  • Example 7 Production of a porous material with communicating cavities in Polyethersulfone
  • Example 8 Production of a porous material with communicating cavities in Povhvdroxypropyl methacrylate
  • Example 10 Production of a rigid and porous material with tight communicating cavities in Polysulfone
  • Collier C "Preliminary report on cell encapsulation in a hydrogel made of biocompatible material, AN 69, for the development of a bioartificial pancreas", The International Journal of Artificial Organs (1994), vol. 17, 1: 046-052. (8) Honiger J., Balladur P., Mariani P., Calmus Y., Vaubourdolle M.,

Description

POLYMERE BIOCOMPATIBLE A STRUCTURE TRIDIMENSIONNELLE A CELLULES COMMUNICANTES, PROCEDE DE PREPARATION ET APPLICATION EN MEDECINE ET EN CHIRURGIE
La présente invention concerne le domaine des bio-matériaux. Elle concerne plus particulièrement un procédé de préparation d'un polymère poreux biocompatible à cavités communicantes de taille, de porosité, et de rigidité contrôlées. Elle concerne notamment l'application de ces matériaux biocompatibles à la culture de cellules in vitro, ainsi qu'à la préparation de supports biocompatibles ainsi ensemencés, tels quels ou encapsulés par un polymère ou son hydrogel semi-perméable et également biocompatible, comme implants dans différents organes ou tissus du corps humain ou animal, pour y remplacer de façon permanente ou temporaire un organe défaillant, et créer ainsi un organe bio-artificiel. Tel pourrait être ie cas du pancréas bio-artificiel, du foie bio-artificiel, de la cornée bioartificielle, du cartilage articulaire bio-artificiel, de l'os bio-artificiel, etc.
Elle concerne également l'application à la fabrication de supports des cellules transfectées, productrices d'un facteur de croissance tissulaire ou cellulaire, plus généralement d'une substance biologiquement active telle une cytokine, un facteur de croissance ou une molécule recombinante d'intérêt thérapeutique.
Cette matière poreuse à cavités communicantes peut également être implantée "nue" dans le corps vivant, pour combler le déficit de substances comme par exemple : la substance cartilagineuse en chirurgie maxillo-faciale ou la réalisation de prothèses mammaires.
Les bio-matériaux conformément à l'invention trouvent également leur application dans ia préparation de filtres pour la bioépuration de fluides biologiques, ou comme supports d'enzymes pour la réalisation d'un réacteur enzymatique. Dans l'ensemble de ce texte, le terme de bio-matériaux doit être compris comme des matériaux non vivants utilisés dans un dispositif médical destiné à interagir avec les systèmes biologiques. Par définition, un bio-matériau est apte au contact avec des tissus ou des fluides vivants ou tissus du vivant. Ce contact, qui est évident dans le cas d'un implant, doit être étendu au contact qui se réalise à la surface ou à l'extérieur du corps humain ou animal, par exemple ceux qui se produisent avec le sang dans l'hémodialyse ou avec la cornée dans les lentilles de contact. Elle est également étendue aux matériaux utilisables en biotechnologie, notamment les matériaux pour la culture in vitro de cellules animales ou végétales. Un bio-matériau est par essence biocompatible. Par bio-compatibilité, on entend la capacité d'un matériau à être utilisé avec une réponse de l'hôte appropriée dans une application spécifique. Cette définition implique des propriétés "négatives" telles l'absence de toxicité, l'absence de réaction inflammatoire, l'absence d'activation du complément, l'absence de chute leucocytaire. Cela comprend également des "propriétés positives" qui impliquent que le matériau ne soit pas nécessairement le plus inerte possible mais au contraire fasse réagir le tissu vivant et contribue à l'activation métabolique des cellules qui lui sont en contact ou des tissus dans lesquels il est implanté ; c'est le cas notamment des matériaux ostéo- conducteurs qui facilitent la croissance osseuse.
Les bio-matériaux poreux de la présente invention entrent dans la catégorie des polymères ou des copolymères organiques. De fait, le procédé de l'invention et la matière à cavités communicantes obtenu par le procédé permettent à des cellules mises en culture de s'organiser dans ces cavités communicantes et le cas échéant d'y proliférer. Ces propriétés permettent non seulement la culture de cellules et la fabrication d'organes artificiels mais également la construction de tissus cellulaires transportables et transplantables, notamment dans la transplantation de tissus néo- cartilagineux, produits à partir de chondrocytes en culture. Différents matériaux poreux à base de produits naturels ou synthétiques, organiques ou minéraux ont été décrits dans leur utilisation dans la culture de cellules in vitro et dans la transplantation de cellules vivantes. A titre d'exemple, il convient de signaler les utilisations et les développements de deux céramiques à base de phosphate de calcium : l'hydroxy apatite (HAP) et le phosphate tricalcique-β (TCB). L'hydroxy apatite phosphocalcique de formule Ca-to (PO4)6OH2 est un matériau synthétique commercialisé comme substitut osseux synthétique par la société TECHNIMED. La difficulté avec ce type de matériau est d'arriver à synthétiser une HAP ayant juste la bonne taille de pores pour que la colonisation par des cellules, et notamment les cellules osseuses, se fasse correctement. Par ailleurs, l'utilisation de ces types de matériaux est limitée par les méconnaissances des mécanismes de dégradation, leur durabilité et leur résistance à la fracture, leur activité de surface et les possibilités de calcification.
De nombreux polymères naturels ou synthétiques ont également été décrits. A titre d'exemple, on peut citer des feutres en polyester ou en polytétrafluoroéthylène seul et traité avec un polyuréthanne (1) ; du polyéthylmétacrylate/tétrahydrofurfuryle-métacrylate (2) et (3), des éponges de collagène (4) ; du polyhydroxyéthylmétacrylate (5) ; des copolymères d'acides polyglycoliques et polylactiques (6).
Ont également été décrits des polyamides et/ou des polyaminoacides utilisables dans des formes retard de médicaments.
D'autres matériaux poreux ont été conçus pour la médecine ou la chirurgie.
Une méthode originale de réalisation d'une éponge en cellulose a été apportée en 1996 par O. Pajulo et coll. (9). Le principe de cette méthode est de coaguler la suspension contenant des cristaux et des dendrites du sel de Glauber et de la solution cellulosique. La taille des pores et l'épaisseur de la paroi entre les pores dépendent de la taille des cristaux et de leur quantité. Cette "éponge" a été ensuite implantée de façon sous-cutanée chez le rat, pour une étude de repousse cellulaire.
En 1997, Shapiro L. et Cohen S. (10) ont préparé une éponge rigide d'alginate, destinée à être ensemencée par des cellules, suivie d'une mise en culture et d'une transplantation dans le corps vivant.
La majeure partie de ces matériaux constitue des matières biorésorbables, lesquelles disparaissent dans le temps plus ou moins long après leur implantation dans un organisme vivant, en laissant sur place des cellules et des tissus cellulaires. Les principaux problèmes mal résolus avec l'utilisation de ces polymères ne concernent pas uniquement la bio-compatibilité à l'interface matériau/tissu. Pour les polymères non resorbables, on peut citer l'instabilité au rayonnement gamma ou la réactivité à certains types de médicaments ou à certains métaboliques. Il apparaît également extrêmement difficile d'éviter la variabilité constitutionnelle de chaque lot de fabrication. Il apparaît des risques de calcification, des risques liés aux additifs, aux composants de bas poids moléculaire, aux produits de dégradation in vivo.
Pour les polymères bio-résorbables, il manque cruellement de mesure de dégradation et de bio-résorption ainsi que des effets biologiques des produits de dégradation.
Globalement, l'utilisation de polymères ou de copolymères organiques ou minéraux, naturels et synthétiques est aujourd'hui encore mal contrôlée tant sur la reproductibilité de leur fabrication, de leur bio- compatibilité et des effets biologico-métaboliques sur les cellules ou les tissus avec lesquels ils sont en contact.
Le besoin existe toujours d'avoir un matériau biocompatible, apte à la croissance des cellules eucaryotes, et qui ne présente pas l'ensemble des inconvénients décrits ci-dessus. L'obtention d'un tel matériau passe par la mise en oeuvre d'un matériau déjà connu pour ses propriétés de bio-compatibilité et en particulier d'hémo-compatibilité, afin d'obtenir une structure apte aux différentes utilisations à la fois pour la culture de cellules in vitro que pour l'implantation dans un organisme vivant. Pour cette implantation tant comme organe artificiel que pour la régénération des tissus osseux ou cartilagineux, un procédé doit pouvoir être appliqué sur le bio-matériau utilisé afin d'en réaliser une structure en trois dimensions contenant de multiples cavités communiquant entre elles ainsi qu'avec la surface du corps au travers de celles se trouvant dans sa proximité ces cavités dont la taille et l'organisation peuvent être contrôlées permettant l'ensemencement, la croissance et le cas échéant la différenciation de cellules. Après colonisation de l'espace constitué par ces cavités, les cellules peuvent se différencier par l'action de facteurs de croissance ou de différenciation ajoutés ou produits par les tissus ou organes avec lesquels elles sont en contact.
Les différentes applications nécessitent également la mise en oeuvre d'un procédé permettant de maîtriser la taille des cavités, la forme et la rigidité (la plus ou moins grande souplesse) du polymère.
Selon l'invention, on peut réaliser ces objectifs avec un copolymere de la famille d'un polymère utilisé depuis de nombreuses années sous la forme de membranes pour l'hémodialyse ou sous sa forme hydrogel, pour des implants oculaires ou pour la préparation de pancréas artificiel (7). Ce copolymere a déjà été démontré comme biocompatible et hémo-compatible, et notamment quant à ses capacités de ne pas activer le système du complément (15), de ne pas induire de chute leucocytaire et de n'induire qu'une hypoxémie minimale (8). Le polymère en question est un copolymere appelé AN 69, fabriqué par la société HOSPAL R. & D. Int.
(Meysieu, France).
Le procédé de l'invention utilise les propriétés mêmes de la fabrication de l'hydrogel illustrée dans le cas du copolymere d'acrylonitrile et de méthallylsulfonate de sodium, ladite fabrication comprenant successivement une étape solution et une étape gélification puis de formation d'un hydrogel. La formation et la définition des hydrogels est décrite par Honiger et al. (7). L'hydrogel se forme par précipitation d'une solution de polymère homogène. Dans un diagramme ternaire (polymère/solvant/ non-solvant), la courbe d'équilibre sépare une zone où tous les composants sont miscibles d'une autre zone ou deux phases se forment (une phase solide riche en polymère et une phase liquide pauvre ou appauvrie en polymère). Durant la formation de l'hydrogel, le système évolue depuis la solution initiale de polymère jusqu'à une composition où tout le solvant est remplacé par le non-solvant, ceci transformant le gel en hydrogel ; cet hydrogel ne comporte essentiellement plus que du non- solvant et du polymère. Cette succession d'étapes (forme liquide, forme gélifiée), le passage de la forme liquide à la forme gélifiée étant déclenché par le contact du copolymere avec un non solvant, permet d'envisager de réaliser cette gélification autour d'une matrice de forme et de porosité préalablement choisies en fonction de l'application ultérieure du copolymere biocompatible. Autrement dit, le concept à la base de l'invention est d'utiliser un moule ou une matrice qui confère au biomatériau la porosité et la forme choisies, la rigidité étant déterminée par les conditions de la réalisation de l'hydrogel et notamment sa teneur en eau.
Le procédé réside sur une caractéristique essentielle du polymère qui est la capacité de passer d'un état liquide à un état non liquide, présentant une certaine rigidité. Ainsi, la présente invention s'applique par équivalence à tout polymère biocompatible pouvant, grâce à un facteur déclenchant, passer d'un état liquide à un état non liquide. Par état non liquide, on entend un état gélifié ou cristallisé ou pseudo-cristallisé, ou un état d' hydrogel.
Le choix du moule ou de la matrice utilisé pour conférer au bio-matériau sa forme et sa porosité est réalisé selon deux stratégies alternatives. La première est de choisir pour le moule ou la matrice un matériau dont la neutralité et la bio-compatibilité sont totales. Mais comme nous l'avons dit plus haut, aujourd'hui aucun matériau n'est connu qui présente à la fois les capacités d'avoir une porosité contrôlée, une bio- compatibilité et un contrôle de ces effets à long terme. La deuxième alternative est d'utiliser comme moule ou matrice n'importe quelle substance dont la taille et la porosité sont contrôlables et susceptibles, après la formation de l'hydrogel ou de la structure solide sur ledit moule, d'être éliminées. Cette élimination peut être réalisée par dissolution, ou par digestion enzymatique.
La solution de l'élimination totale du moule ou de la matrice avant utilisation in vivo du bio-matériau est préférée. Il est bien entendu que seul l'hydrogel ou le polymère rigidifié subsiste dans ce cas. Sa forme, sa porosité sont pré-déterminées par le moule ou la matrice, et sa rigidité par le contenu en eau ; l'ensemble des propriétés de bio-compatibilité déjà décrites depuis de nombreuses années et dans de nombreuses publications pour l'AN 69 et l'hydrogel d'AN 69 sont conservées dans les structures tridimensionnelles ainsi obtenues. Ainsi, un premier mode de réalisation de l'invention porte sur un procédé d'obtention d'une structure tridimensionnelle poreuse à cavités communicantes constituée d'un polymère biocompatible comportant un état liquide et un état gélifié ou solide, comprenant les opérations suivantes: - préparer un fritte de géométrie et de porosité choisies constitué d'une substance hydrosoluble ou hydrolysable, non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère,
- préparer une solution comportant du polymère dans le solvant du polymère, - imbiber ledit fritte avec une solution de polymère,
- mettre le fritte imbibé par la solution de polymère dans des conditions physiques de transformation du polymère biocompatible de l'état liquide en l'état gélifié ou solide, ou d'hydrogel incorporant ladite substance hydrosoluble ou hydrolysable, - dissoudre ou hydrolyser, le cas échéant, le fritte par immersion du mélange dans un non-solvant du polymère, - récupérer le polymère de géométrie et de porosité choisies sous forme gélifiée ou solide ou sous forme d'un hydrogel.
Dans un autre mode de réalisation de l'invention, l'invention porte sur un procédé d'obtention d'une structure tridimensionnelle poreuse à cavités communicantes constituée d'un polymère biocompatible comportant un état liquide et un état gélifié ou solide, comprenant les opérations suivantes :
- préparer une substance hydrosoluble ou hydrolysable, non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère, sous forme de particules de taille et de géométrie choisies,
- préparer une solution comportant du polymère dans le solvant du polymère,
- réaliser un mélange hétérogène contenant une solution du polymère et de la substance hydrosoluble ou hydrolysable dans un moule, - mettre le moule contenant le mélange hétérogène dans des conditions physiques de transformation du polymère biocompatible de l'état liquide en l'état gélifié ou solide,
- démouler le mélange ainsi gélifié ou solidifié ou sous forme d'hydrogel incorporant ladite substance hydrosoluble ou hydrolysable, - dissoudre ou hydrolyser, le cas échéant, la substance hydrosoluble ou hydrolysable dans un non-solvant du polymère.
- récupérer le polymère de géométrie et de porosité choisies sous forme gélifiée ou solide ou sous forme d'un hydrogel.
Le moule destiné à donner sa forme et sa dimension à la structure tridimensionnelle peut être par exemple en élastomère de silicone.
Les deux modes de réalisation du procédé décrit ci-dessus reposent sur deux caractéristiques essentielles : a) le polymère biocompatible utilisé doit avoir les propriétés de passer d'un état liquide à un état gélifié ou solide, cette transformation pouvant être maîtrisée par un déclencheur externe de type non-solvant du polymère, température, pH, par exemple, c'est-à-dire la propriété de former un hydrogel ; b) l'utilisation d'une matrice qui assure le rôle d'un moule destiné à conférer la forme souhaitée au polymère biocompatible, ladite matrice ou ledit moule pouvant être éliminés, soit par dissolution, soit par hydrolyse.
Quand on parle de forme choisie, on entend la forme extérieure qui peut être choisie en fonction d'une géométrie souhaitée pour un implant. A titre d'exemple, la réalisation d'un implant pour une régénération osseuse doit avoir la géométrie souhaitée pour une implantation parfaite dans un site d'insertion. La forme peut être ainsi réalisée, soit en conférant dès le départ une forme à la matrice constituée de la substance hydrosoluble ou hydrolysable, ceci constituant le premier mode de réalisation du procédé, soit en préparant la substance hydrosoluble ou hydrolysable sous forme de billes ou microbilles dont la taille est choisie en fonction de la taille souhaitée pour les cavités communicantes ; ces billes ou ces microbilles sont alors mélangées avec la forme liquide du polymère biocompatible, ledit mélange étant préparé dans un moule de géométrie et de taille choisies. Après gélification et solidification du polymère, le moule est ensuite enlevé avant ou après dissolution ou hydrolyse de la substance.
Dans une forme préférée de l'invention, l'étape de gélification ou de solidification est réalisée par immersion dans un bain contenant un non-solvant du polymère. Comme cela apparaîtra dans les exemples, selon des procédés connus en eux-mêmes, le bain dit bain gélifiant ou solidifiant ou de formation d'hydrogel comporte de l'eau ou une solution aqueuse d'un sel biologiquement acceptable.
Les déposants ont trouvé que de manière surprenante certains matériaux, dans certaines conditions, ont des avantages considérable plus particulièrement dans le domaine des implants. Les biomatériaux en question entrent dans la catégorie des hydrogels. Les hydrogels sont des réseaux hydrophiles tridimensionnels qui sont capables d'absorber de grandes quantités d'eau ou de fluide biologique et qui dans une certaine mesure ressemblent à un tissu biologique. Ils sont insolubles du fait de la présence d'un réseau de liens chimiques ou physiques, et peuvent être formés en réponse à un grand nombre de stimuli physiologiques ou physiques tels la température, la force ionique, le pH ou le contact avec des solvants.
Dans un mode préféré de réalisation de l'invention, les structures tridimensionnelles sont essentiellement à base d'hydrogel, c'est- à-dire que la structure est constituée d'un matériau homogène.
Dans le procédé selon l'invention, la solution de polymère comprend au moins :
- un polymère ou copolymere soluble dans les solvants aprotiques polaires inorganiques ou organiques ; et - un solvant aprotique polaire organique ou inorganique du polymère ou copolymere, ce solvant étant de préférence compatible avec le non-solvant utilisé, c'est-à-dire miscible de préférence de 0 à 100%, avec le non-solvant.
Par solvant aprotique, on entend tout solvant qui n'échange pas de protons avec le milieu ambiant ou les substances dissoutes dans celui-ci.
Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, un hydrogel préféré contient de 50 à 98 % d'eau. La capacité ionique de l'hydrogel peut être comprise entre 0 et environ 500 mEq/kg, de préférence 30 à 300 mEq/kg, de façon encore préférée entre 100 et 270 mEq/kg d'hydrogel. Des capacités ioniques basses (de l'ordre de 0) sont atteintes pour l'hydrogel d'homopolymère PAN (AN69 sans groupe méthallylsulfonate de sodium). De tels hydrogels peuvent être formés à partir d'une solution de polymères comprenant au moins : - un copolymere d'acrylonitrile et d'un comonomère oléfinique insaturé porteur de groupements anioniques, ledit comonomère étant choisi dans le groupe constitué d'acide metallylsulfonique, d'acide metallylcarboxylique, d'acide metallylphosphorique, d'acide metallylphosphonique, d'acide metallylsulfirique éventuellement salifiés,
- un solvant aprotique polaire organique ou inorganique du copolymere.
Toutefois, il est possible que la solution de polymère dans le solvant comporte en outre du non-solvant du polymère.
Dans une réalisation encore préférée de l'invention, le copolymere est un copolymere d'acrylonitrile et de métallylesulfonate de sodium. Ce polymère a été décrit et utilisé comme matériau biocompatible dans de nombreuses applications. Ce polymère est l'AN 69 dont il est fait référence plus haut. Il s'agit d'un copolymere de polyacrylonitrile- méthallylsulfolnate de sodium d'un poids moléculaire d'environ 250.000. Son caractère anionique dépend du contenu du groupe sulfonique (3,3 mol %). Ce copolymere peut être dissous dans un solvant aprotique tel que le
NN-diméthylformamide (DMF), le diméthylsulfoxyde (DMSO), le NN- diméthylacétamide (DMAA), ou le propylène carbonate (PC). A partir du copolymere polyacrylonitrile-sodium métallylesulfolnate, il est possible de former un hydrogel en précipitant une solution homogène dans un bain de précipitation (procédé par inversion de phases ou procédé par séparation de phases) par un procédé tel que décrit dans J. Honiger et al. (7).
Dans le procédé de l'invention, le polymère peut également être choisi dans un groupe contenant le polysulfone, le polyethersulfone, le polyhydroxy ethyl methacrylate, le polyhydroxy propyl methacrylate, ou leurs copolymeres.
En fonction des applications, l'hydrogel peut contenir de 2 à 50 % de copolymeres d'acrylonitrile et d'un comonomère non saturé portant des groupements anioniques, le ratio molaire acrylonitrile/co-monomère étant compris entre 90:10 et 100:0. Un solvant et un non solvant appropriés d'un tel copolymere, le rapport solvant/non solvant étant compris entre
500:1 et 0,5:1 en poids. Un tel hydrogel a une structure micro-poreuse et une capacité ionique comprise entre 0 et 500 mEq par kilo de gel, un contenu hydrique compris entre 50 et 98 %.
Ce polymère est utilisé depuis plus de vingt ans comme membrane de dialyse rénale sous forme de fibre creuse ou de feuille plane. Ses propriétés physiques et chimiques sont parfaitement connues, et il a fait la preuve depuis plus de vingt ans de son excellente bio-compatibilité avec le sang et le sérum. En particulier, dès 1978, il fut établi que la membrane d'AN 69 n'engendrait pas d'activation du complément donnant à une agrégation des leucocytes ni à une séquestration des agrégats formés dans la micro-circulation pulmonaire menant à son tour à une leucopénie et à un risque d'hypoxie (11 ).
Dans le procédé de l'invention, le solvant aprotique du copolymere sera de façon préférée, quand le polymère est un copolymere d'acrylonitrile et d'un comonomère de métallylesulfonate, choisi dans un groupe comprenant le NN-dimethylformamide (DMF), le dimethyl sulfoxide(DMSO), le NN-dimethylacetamide, le polypropylène carbonate, la N-methylpyrrolidone(NMP). Deux solvants préférés de par le recul et l'expérience accumulés dans son utilisation sont le DMSO et le DMF.
Les proportions respectives de chacun des éléments composant la solution de polymères peuvent varier selon les caractéristiques attendues pour le polymère biocompatible, notamment pour ce qui concerne sa rigidité. A titre d'exemple, une matière selon l'invention comportant 5 à 15 % de polymère donnera une éponge souple, déformable. Néanmoins, une matière contenant 25 à 35 % de polymère sera préférée et permet d'obtenir une substance poreuse de rigidité/souplesse contrôlées, en fonction du rapport en poids du polymère ou copolymere d'une part, et de la substance hydrosoluble ou hydrolysable, d'autre part.
Dans le procédé de l'invention, un fritte de géométrie ou de porosité préparé avec une substance hydrosoluble ou hydrolysable, ou cette même substance préparée sous forme de particules de taille et de géométrie choisies est imbibé ou mélangé au polymère biocompatible dans son état liquide.
De préférence, les procédés de l'invention sont mis en œuvre essentiellement sans évaporation du solvant ou du non-solvant. Dans une forme préférée de l'invention, la substance hydrosoluble ou hydrolysable non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère est du saccharose aggloméré ou cristallisé.
Dans une forme encore préférée de l'invention, cette substance peut être un aggloméré de pseudo-cristaux de sucre de canne ou de betterave en morceaux ou en poudre. Les avantages de l'utilisation de cette substance sont sa parfaite tolérabilité en terme de toxicité, sa très bonne solubilité et enfin la facilité avec laquelle on peut moduler la forme et la taille des particules agglomérés. Sur ce dernier point, l'utilisation de saccharose permet d'obtenir des particules de diamètre moyen compris entre 0,1 et 3 mm, conférant ainsi au polymère biocompatible des cavités communicantes de la taille choisie. Dans certains cas, après élimination du saccharose, un certain retrait des cavités peut se manifester. Celui-ci est homogène au sein de la mousse obtenue et reproductible pour un polymère ou copolymere donné. Ainsi, l'homme du métier pourra choisir la taille des particules en fonction de la taille des cavités communicantes recherchée.
Dans le procédé de l'invention, le non-solvant du polymère est une solution aqueuse d'un sel organique ou inorganique. De préférence, et dans le cas où la solution de polymères est composée de copolymeres d'acrylonitriles et de métallylesulfonate de sodium, le solvant aprotique étant du DMSO, le non-solvant dudit polymère capable de former l'hydrogel est une solution de chlorure de sodium à 9 g par litre à la température ambiante d'environ 20° C. Enfin, dans le procédé de l'invention, la substance hydrosoluble ou hydrolysable est , le cas échéant, éliminée par immersion dans de l'eau distillée à une température comprise entre 30 et 50° de préférence sous agitation. L'eau est renouvelée jusqu'à dissolution complète des cristaux de sucre, et libération des cavités communicantes. Le diamètre moyen des cavités peut être compris entre 0,1 et 3 mm. Le diamètre des cavités dépend bien entendu de la taille des particules de la substance hydrosoluble ou hydrolysable qui sont éliminées, tout en pouvant être plus petit, à cause d'un effet de retrait constaté lors de la formation de l'hydrogel.
L'ensemble de ces opérations permet ainsi d'obtenir un polymère biocompatible de géométrie et de porosité choisies et utilisable dans de très nombreuses applications in vitro, ex vivo et in vivo.
La présente invention porte également sur une structure tridimensionnelle poreuse à cavités communicantes constituée d'au moins un polymère biocompatible, susceptible d'être obtenue par un procédé tel que décrit ci-dessus ; ces structures comportent de multiples cavités, lesquelles communiquent entre elles ainsi qu'avec la surface de ladite structure. Cette structure tridimensionnelle, à base d'hydrogel, poreuse à cellules communicantes peut être qualifiée de "mousse". Le terme de "mousse" qualifie tant l'existence de cavités communicantes entre elles et avec la surface de ladite mousse, que le fait de présenter des rigidités et des géométries variables.
Dans la suite du présent texte, le terme "mousse" ou "mousse de polymère" désignera toutes les structures tridimensionnelles susceptibles d'être obtenues par le procédé de l'invention. De façon préférée, les mousses de polymère de l'invention seront des mousses d'hydrogel et de façon encore préférée des mousses d'AN 69 obtenues par le procédé.
Les mousses d'hydrogel selon l'invention, et plus particulièrement les mousses d'AN 69 peuvent comporter des résidus fonctionnalisés aptes à former des liaisons covalentes avec des résidus organiques. A titre d'exemple, ces résidus fonctionnalisés peuvent être des résidus -CHO, -NH2, -COOH, -SH. Un exemple d'une telle fonctionnalisa- tion est décrit dans la demande de brevet PCT/FR 98/00066 pour l'AN 69. Cet exemple n'est néanmoins pas limitatif dans la mesure où dans les demandes de brevets WO 92/07023 et WO 92/07006, il a été également décrit la fonctionnalisation d'autres polymères hydrophiles non chargés tels le polyéthylene glycol-hypoxy lié de façon covalente à une polyéthyleneimine.
L'avantage des mousses selon l'invention porteuses de résidus fonctionnalisés est la possibilité de coupler par liaison covalente ou ionique des ligands organiques ; à titre d'exemple, de tels ligands peuvent être sélectionnés dans un groupe comprenant des anticorps, des antigènes, des peptides, des protéines ou glycoprotéines, des hormones, des enzymes, des co-facteurs de ceux-ci, des substrats ou inhibiteurs de ceux-ci, des polysaccharides, des lectines, des toxines ou des anti-toxines, des acides nucléiques ou polynucléotides, des haptènes ou des ligands d'haptènes, des pigments ou des colorants. Il apparaît clairement à l'homme du métier que ce type de mousse fonctionnalisée sur laquelle des ligands de type cités ci-dessus peuvent être fixés présente un intérêt dès que l'on souhaite purifier, épurer, transformer, un composé, une substance ou un métabolite présent dans un fluide biologique ou dans un organe.
Ainsi, la présente invention porte sur l'utilisation de telles mousses fonctionnalisées comme modules pour la bio-épuration par affinité in vitro, ex vivo ou in vivo de molécules ou macromolécules biologiques.
La taille et la géométrie des cavités communicantes des mousses de biopolymère peuvent être choisies en fonction des cellules mises en culture et de leur organisation dans les cavités communicantes, plus particulièrement lorsque ces cellules se différencient au sein même de la mousse. Le domaine de cultures cellulaires connaît un essor important depuis déjà bien longtemps, et nombreux sont les appareils et les produits développés dans le but d'optimiser conditions vitales de cellules en culture.
P. ex. Boîte de Pétrie, étuve à CO2, gamme de milieux nutritifs, fond de boîte traité avec des produits d'origine biologique, organique ou minérale, permettant aux cellules une meilleure organisation, adhérence, prolifération etc. lors de leur culture.
Néanmoins, la manipulation avec des cellules cultivées lors de leur implantation ou transplantation n'est pas facile. On doit d'abord les mettre en suspension pour effectuer l'opération de leur immunoprotection par micro ou macro-encapsulation mais les cellules sont déjà souvent organisées et adhérent sur la boîte, ce qui nécessite de les racler, avec un risque de les abîmer. La mousse de biopolymère définie par la présente invention permet aux cellules mises en culture, de s'organiser dans ses cavités communicantes, de proliférer et de construire un tissus cellulaire transportable et transplantable avec ou sans immunoprotection comme ce sera expliqué dans des exemples, notamment dans la transplantation du tissu néo-cartilagineux, produit par des chondrocytes en culture.
Compte tenu du caractère hautement compatible du polymère des mousses de l'invention, celles-ci comporteront avantageusement des cellules animales ou végétales, dans un milieu approprié à leur prolifération et/ou à leur différenciation. Une des premières applications de la présente invention est l'utilisation de ce type de mousse pour la culture de cellules animales ou végétales, le cas échéant recombinantes pour leur culture in vitro et la production de macromolécules biologiques d'intérêt.
Les mousses de polymères biocompatibles selon l'invention, et plus particulièrement les mousses d'hydrogel, et encore plus particulièrement les mousses d'AN 69 trouvent une application particulièrement avantageuse lorsqu'elles contiennent des cellules destinées à des implantations dans le corps humain ou animal. L'avantage de la structure des mousses à cavités communicantes est que lorsqu'elles sont ensemencées avec des cellules souches ou indifférenciées, il est possible de construire un tissu cellulaire à l'intérieur de cette mousse par pré-culture dans un milieu contenant les facteurs de croissance et/ou de différenciation appropriés.
Un autre type de mousses selon l'invention est porteur de chondrocytes ou des cellules stromales chondrogéniques. L'implantation de mousses porteuses de chondrocytes permet la réalisation d'un cartilage bio-artificiel ou le comblement d'un déficit osseux. Pour réaliser ces mousses porteuses de chondrocytes, un des moyens est de séparer les chondrocytes d'un cartilage articulaire prélevé dans une articulation d'un homme ou d'un animal, d'ensemencer les chondrocytes dans la mousse à cavités communicantes, de cultiver ces chondrocytes ensemencés dans le support immergé dans le milieu nutritif dans une étude à 37° sous atmosphère comportant 5 % des CO2, et de transplanter après culture la mousse porteuse des cellules ayant ainsi proliférées dans un cartilage articulaire chez un individu. Cette transplantation peut être autologue ou hétérologue, à savoir que les chondrocytes peuvent provenir d'un individu donneur présentant une compatibilité tissulaire avec le receveur (greffe allogénique), ou être prélevés sur un individu, cultivés et implantés sous forme de mousse porteuse des chondrocytes au niveau du cartilage ou de l'os à réparer du même individu (greffe autologue). De la même façon, les mousses selon l'invention peuvent être ensemencées avec des cellules souches ou progénitrices d'une lignée cellulaire particulière. En effet, la moelle est composée de cellules hématopoïétiques en association étroite avec des cellules d'origine non hématopoïétiques et un support appelé le microenvironnement médullaire. Au sein de ce compartiment non hématopoïétique, se trouvent des cellules stromales qui sont des progéniteurs cellulaires possédant des caractéristiques multipotentes de différentiation . vers les tissus connectiques spécifiques tels que l'os et le cartilage. Les cellules du stroma et de la moelle osseuse, qui représentent environ 3 % des cellules mononucléées peuvent être isolées en incubant les cellules mononucléées avec des anticorps monoclonaux dirigés contre l'endogline (CD15) couplés à des billes magnétiques. Cet antigène se retrouve sur une population cellulaire hautement homogène ayant des capacités d'expansion et des propriétés chondrogéniques. La suspension cellulaire peut être ensuite isolée par tous moyens connus de l'homme du métier, dont un exemple peut être une colonne d'affinité attachée à un aimant afin de retenir les cellules positives qui seront collectées, analysées et mises en culture pour expansion. Cette mise en culture dans les mousses selon l'invention est réalisée en présence d'un milieu de culture en présence des facteurs de différenciation appropriés notamment le TGFβ3. La culture dans ces conditions permet ainsi d'obtenir un pseudo-tissu cellulaire implantable sur l'os ou sur le cartilage.
De la même façon, la présente invention porte sur une mousse de bio-polymères à cavités communicantes porteuses d'hépatocytes. Ces mousses peuvent être ensuite implantées, par exemple dans la cavité péritéonale. Cette transplantation d'hépatocytes syngéniques ou congéniques peut permettre de corriger à long terme des déficiences métaboliques sans encourir d'immunosuppression. Un tel exemple sur le potentiel thérapeutique de la transplantation d'hépatocytes peut être donné dans N. Gomez et al. (12). La transplantation des mousses de polymères biocompatibles, et plus particulièrement encore d'un hydrogel d'AN 69, porteuse d'hépatocytes permet d'augmenter la longévité et la tolérabilité du transplant.
Pour cette application, il est avantageux dans le cas d'une transplantation syngenique de protéger les cellules par un film ou une membrane semi-perméable d'immunoprotection. Un tel film, ou une telle membrane pourra avantageusement être un hydrogel de polymère ou de copolymere selon l'invention.
De la même façon, font également partie de l'invention des mousses de polymères selon l'invention porteuse d'îlots de Langherans. Les îlots de Langherans peuvent être obtenus par toute technique accessible à l'homme du métier au moment de sa mise en oeuvre. A titre d'exemple, on peut citer la technique décrite dans C. Delauney et al (13). Le transplant porteur des îlots de Langherans peut ainsi être assimilé à un pancréas bio-artificiel qui permet, après implantation, la production à long terme d'insuline et la régulation de la glycémie. Dans une autre mode de réalisation de l'invention, les mousses de polymères biocompatibles, et plus particulièrement d'hydrogel 69, peuvent constituer des réacteurs cellulaires implantables in vivo pour la production de substances d'intérêt thérapeutique. L'implant porteur des cellules productrices peut être implanté, soit en sous-cutané, soit au niveau d'un organe ou d'un tissu particulier. A titre d'exemple, on peut ainsi traiter différentes pathologies chroniques avec des protéines thérapeutiques comme l'anémie avec l'erythropoïétine, l'hémophilie avec le facteur VIII ou le facteur IX, les déficits vasculaires avec les facteurs angiogéniques, ou les tumeurs solides avec les facteurs anti-angiogéniques. La faisabilité de telles techniques d'implantation a déjà été montrée par E. Payen et al. pour l'erythropoïétine (14). Un mini bio-réacteur selon l'invention peut également contenir des cellules productrices de vecteurs, de virus ou de plasmides recombinants pour la thérapie génique.
Le bio-réacteur peut être ainsi implanté in situ notamment en proximité des cellules que l'on souhaite traiter par cette méthode. A titre d'exemple, on peut citer l'implantation dans un tissu musculaire ou encore une implantation cérébrale pour respectivement le traitement de certaines maladies génétiques ou le traitement de certains cancers.
Un autre aspect de l'invention porte sur l'utilisation des mousses de polymères biocompatibles selon l'invention dans la fabrication d'une prothèse destinée à combler un déficit de substances dans un organe, notamment une prothèse mammaire ou le complément d'un tissu osseux. Dans cette utilisation, la mousse de polymère implantée ne comporte pas de cellules, mais comporte un milieu permettant à des cellules en contact avec ladite mousse de coloniser in situ cette dernière.
Ainsi, après implantation, les cellules de l'organe dans lequel la mousse, porteuse d'un milieu de culture stérile approprié, est implantée peuvent proliférer et aider au comblement du déficit de l'organe.
Un autre aspect de l'invention est l'utilisation des mousses en polymères bio-compatibles selon l'invention à la fabrication de médicaments pour la libération contrôlée de principe actif. En effet, ces mousses d'hydrogel offrent un moyen particulièrement approprié pour administrer des principes actifs moléculaires ou macromoléculaires et en particulier des principes actifs de nature peptidique ou polypeptidique.
De manière générale, les mousses tridimensionnelles à cellules communicantes selon l'invention trouveront leur application à chaque fois que l'homme du métier souhaitera réaliser un implant avec des cellules indifférenciées ou différenciées d'un certain type donné. Les exemples ci-dessus ne sont pas limitatifs dans la mesure où de la même façon on peut envisager un implant porteur de cellules neuronales, de kératinocytes, etc.
Ces mousses trouveront également leur application à chaque fois que l'on voudra réaliser avant implantation une différenciation in situ de cellules souches, constituant la trame d'un tissu préformé qui pourra ensuite se greffer avantageusement sur un organe ou un tissu dont on souhaite combler une fonction déficiente.
Elles trouveront enfin leur application toutes les fois que l'utilisation de cellules en culture, gardant toutes leurs fonctions métaboliques, est recherchée comme par exemple, sans être limitant, les biosensors destinés par exemple à évaluer l'effet de certaines molécules ou effecteurs sur des cellules.
Une toute autre application de cette matière conformément à l'invention est basée sur l'écoulement des fluides et des gaz au travers de cette matière poreuse à cavités communicantes.
1) L'écoulement non laminaire des liquides dans les cavités communicantes de cette matière élimine la couche limite où le transfert s'effectue par diffusion et par conséquent augmente le contact direct entre le liquide et le polymère ou son hydrogel, qui constitue la matrice de ladite matière. Ceci pourrait être utilisé pour l'épuration des liquides, pour l'échange des ions des liquides, ainsi que pour la résorption des substances actives, déposées auparavant sur la surface des cavités, par des liquides ou des gaz passants. Il est bien entendu que les substances actives, déposées sur la surface des cavités, peuvent réagir seulement par contact avec les fluides ou des gaz passant et ainsi stimuler, inhiber ou accélérer les réactions se déroulant dans les fluides et les gaz (par exemple, ralentir la coagulation du sang, catalyser la synthèse des gaz, etc.)
2) Une autre application dans ce domaine est la possibilité d'effectuer un mélange parfait de plusieurs liquides ou des gaz au cours de leur passage au travers de cette matière.
Les exemples et photos ci-après, sans être limitatifs, permettent d'illustrer tant le procédé de réalisation de ces structures en polymère biocompatible tridimensionnelles que leur utilisation in vitro ou in vivo.
LEGENDE DES FIGURES : Figure 1 : photographie prise en microscopie optique d'une repousse osseuse basale et surface cartilagineuse articulaire dans la matière poreuse à structure tri-dimensionnelle préalablement ensemensée de chondrocytes de lapin et implantée sur le condyle fémoral après création d'un déficit cartilagineux. La figure 1a est une photo au grossissement de 15 fois et la figure 1b est une photo au grossissement de 60 fois de la partie centrale de la photographie 1a montrant le détail de la repousse cartilagineuse.
Figure 2 : photographie d'une mousse de polymère AN 69 obtenue par le procédé de l'exemple 4 ci-après. La photo du haut (2a) est au grossissement de x 17 et celle du bas (2b) est au grossissement de x 100. EXEMPLES :
Exemple 1 : Réalisation d'une mousse souple à cavités communicantes, avant les dimensions approximatives de 0,8 cm x 1,3 cm x 2,1 cm et la taille des pores de quelques dixièmes de millimètre
On prépare la solution polymère constituée de :
- 6 % de copolymere d'acrylonitrile et de méthallylsulfonate de sodium ;
- 3 % de solution aqueuse de chlorure de sodium à 9 g/l ; - 91 % de diméthylsulfoxide (DMSO) par dissolution successive des composants sous agitation et à 50° C. Après le refroidissement à la température ambiante, on remplit un Bêcher en polyméthylepentène (TPX) de 50 ml. On prend un morceau de sucre de canne 1 ,2 cm x 1 ,8 cm x 2,8 cm et à l'aide d'une pince on l'immerge très lentement et entièrement dans la solution du polymère. Dès l'échappement total d'air, retenu dans les interstices entre des cristaux du sucre, on enlève le morceau de sucre de la solution du polymère, on essuie l'excès de cette solution de toute la surface du morceau du sucre et on l'immerge pour quelques minutes dans un bain gélifiant, composé d'une solution aqueuse de chlorure de sodium à 9 g/1 et ayant la température ambiante (20° C).
Puis on le place dans de l'eau distillée, chaud (40°C), agitée et souvent renouvelée, pour que les cristaux du sucre se dissolvent et libèrent des cavités communicantes.
Exemple 2 : Réalisation d'une mousse semi-rigide à cavités communicantes porteuse de chondrocytes
On prépare à ces fins un moule en élastomère de silicone, qui comporte un fond plat et lisse, bordé tout au tour par un bourrelet de 1 ,5 mm d'épaisseur.
Par la dissolution d'un copolymere d'acrylonitrile et de méthallylsulfonate de sodium dans du DMF, on prépare une solution du polymère à 25 %. On mélange ensuite cette solution en proportion de 1 : 3 4, avec les cristaux du sucre de canne, tamisés, de taille de 1-1 ,5 mm. On étale ce mélange à l'aide d'une spatule sur le moule en silicone, en respectant l'épaisseur donnée par la hauteur des bourrelets. On immerge ensuite tout dans un bain coagulant contenant du sérum physiologique. Après quelques minutes, on démoule la plaque formée et on procède à la dissolution des cristaux du sucre en la lavant avec de l'eau distillée à 40° C, comme décrit dans l'exemple 1.
La plaque en élastomère poreux est ensuite décontaminée par une solution contenant de l'acide peracétique (APA), soigneusement lavée avec le sérum physiologique stérile jusqu'à la disparition des dernières traces d'APA. Ensuite, elle est ensemencée par les chondrocytes isolés du cartilage articulaire du lapin, soit par leur injection à la seringue munie d'une équille, soit par "l'infiltration/aspiration" comme dans une éponge. Placée dans une boîte de Pétri contenant un liquide nutritif, la plaque en élastomère poreux à cellules communicantes ensemencée des chondrocytes est soumise à un procédé de culture cellulaire dans une étude à CO2. Deux semaines plus tard, les chondrocytes s'organisent, prolifèrent et créent un pseudo tissu continu. Les résultats obtenus apparaissent sur la photographie de la figure 1. Exemple 3 : Réalisation d'une matière poreuse en faible épaisseur (0,5 mm), comme support pour les cellules vivantes, notamment pour des kératocytes
Le mélange homogène de la solution du polymère AN-69 à 25 % dans du dimethylacetamide (DMAA) et de six parties pondérales de cristaux de sucre de canne de taille de 0,1-0,5 mm est moulé par compression entre deux plaques de verre plat, ou aplati à l'aide d'un cylindre en verre, suivi d'une immersion de l'ensemble : moule/mélange dans un bain gélifiant et la dissolution des cristaux du sucre s'effectue par le même procédé que dans l'exemple 1. Exemple 4 : Réalisation d'un bloc-filtre en polymère à cellules communicantes, pouvant être utilisé pour divers traitements des liquides circulants dans des pores au-travers de ce bloc-filtre
On prépare alors une solution contenant 25 % de copolymere d'acrylonitrile et de méthallylsulfonate de sodium et 75 % de
Diméthylformamide. Dans un Bêcher en verre ou en matière plastique résistante au Diméthylformamide, on mélange à la spatule 9 % de cette solution avec 91 % de sucre de canne cristallisé. On procède ensuite au transfert de ce mélange dans un autre Bêcher en verre ou en matière plastique résistant au Diméthylformamide, et on tasse ce mélange à l'aide d'une spatule courbée et/ou à l'aide d'un cylindre ou d'autre Bêcher, ayant un diamètre légèrement inférieur, pour qu'il puisse fonctionner comme un piston de tassement. On immerge le Bêcher avec le mélange tassé dans de l'eau distillée ou dans une solution aqueuse composée de divers sels minéraux ou organiques de préférence biologiquement acceptables. Après quelques minutes, on démoule le bloc-filtre ainsi formé, et on laisse dissoudre les cristaux de sucre par un lavage en continu ou en discontinu avec de l'eau distillée ou avec des solutions aqueuses des divers sels.
On obtient ainsi une matière poreuse à cavités communicantes en hydrogel AN-69, ayant dans les cavités une contenance en eau de 78 % (en poids) et la teneur en eau dans l'hydrogel est environ de 75 % (en poids) (Figure 2).
Exemple 5 : Obtention d'une forme de polymère à cellules communicantes par moulage du mélange de la solution polymérique et du sucre cristallisé
On prépare à ce fait un mélange identique comme décrit dans l'exemple 4. Ce mélange est ensuite introduit à la spatule et tassé à l'aide d'une baguette en polytetrafluoréthylène dans un tube en verre. On introduit ensuite de l'eau distillée dans l'intérieur du tube et on fait sortir par gravité ou par faible courant d'eau un cylindre, lequel après la dissolution totale de sucre cristallisé devient un cylindre en polymère à cellules communicantes.
Exemple 6 : Réalisation d'un bloc polymère AN 69 contenant dans des cellules communicantes iusgu'à 97 % d'eau et pouvant servir après des examens nécessaires comme un implant de comblement de la substance manguante (implant mammaire par exemple)
On prépare un mélange contenant 3,5 % de la solution polymérique (25 % copolymere d'acrylonitrile et de méthallylsulfonate de sodium et 75 % de Diméthylformamide) et 96,5 % du sucre cristallisé. On transmet ce mélange dans un moule, on le tasse, puis on immerge le moule rempli dans de l'eau ou dans des solutions aqueuses des divers sels. Après la dissolution totale du sucre, on obtient donc un bloc d'élastomère poreux, contenant près de 97 % d'eau dans ses cavités. Exemple 7 : Réalisation d'une matière poreuse à cavités communicantes en Polyethersulfone
Le mélange homogène de la solution du Polyethersulfone à 25 % dans du DMF et de dix parties pondérales de sucre de canne en cristaux de taille de 0,5 - 1 mm est moulé, coagulé avec la dissolution du sucre exactement selon le procédé décrit dans l'exemple 4.
Exemple 8 : Réalisation d'une matière poreuse à cavités communicantes en Povhvdroxypropyl methacrylate
Le mélange homogène de la solution du Polyhydroxypropyl methacrylate à 60 % dans du DMF et de dix parties pondérales de sucre de canne en cristaux de taille de 0,5 - 1 mm est moulé, coagulé avec la dissolution du sucre exactement selon le procédé décrit dans l'exemple 4. On obtient ainsi une matière souple avec une grande plasticité, poreuse à cavités communicantes en Polyhydroxypropyl methacrylate. Exemple 9 : Réalisation d'une matière souple et poreuse à cavités communicantes espacées en Polysulfone
Le mélange homogène de la solution du Polysulfone à 20 % dans du DMF et de dix parties pondérales de sucre de canne en cristaux de taille de 0,5 - 1 mm est moulé, coagulé avec la dissolution du sucre exactement selon le procédé décrit dans l'exemple 4.
Exemple 10 : Réalisation d'une matière rigide et poreuse à cavités communicantes serrées en Polysulfone
Le mélange homogène de la solution du Polysulfone à 20 % dans du DMF et de cinq parties pondérales de sucre de canne en cristaux de taille de 0,5 - 1 mm est moulé, coagulé avec la dissolution du sucre exactement selon le procédé décrit dans l'exemple 4.
On voit ainsi que, par modification du rapport entre le polysulfone/DMF et le sucre de canne qui est de 1/10 dans l'exemple 9 et de 1/5 dans l'exemple 10, on obtient des mousses de qualité radicalement différentes, à savoir souples et à cavités espacées dans le premier cas, et rigides et à cavités serrées dans le deuxième cas.
REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES
(1) Messner K. Lohmander L.-S., GilIquist J., "Neocartilage after artificial cartilage repair in the rabbit: histology and proteoglycan fragments in joint fluid", J. Biomed. Mat. Res. (1993) 27: 949-954.
(2) Reissis N., Kayser M., Bentley G., Downes S., "A hydrophilic polymer system enhanced articular cartilage régénération in vivo", J. Mater. Sci.: Mat. in Medicine (1995) 6: 768-772. (3) Sawtell R., Downes S., Kayser M., "An in vitro investigation of the
PEMA/THFMA system using chondrocyte culture", J. Mater. Sci.: Mat. in Medicine (1995) 6: 676-679.
(4) Toshia Fujisato, Toshinobu Sajiki, Quiang Liu, Yoshito Ikada, "Effect of basic fibroblast growth factor on cartilage régénération in chondrocyte-seeded collagen sponge scaffold", Biomaterials (1996) 17:
155-162.
(5) Reginato A., lozzo R., Jimenez S., "Formation of nodular structures resembling mature articular cartilage in long-term primary cultures of human fetal epiphyseal chondrocytes on a hydrogel substrate", Arthritis & Reumatism (1994) 37: 1338-1349.
(6) Sittinger M., Reitzel D., Dauner M., Hierlemann H., Hammer C, Kastenbauer E., Planck H., Burmester G., Bujia J., "Resorbable polyesters in cartilage engineering: Affinity and biocompatibility of polymer fiber structures to chondrocytes" J. Biomed. Mat. Res. (1996) 33: 57-63. (7) Honiger J., Darquy S., Reach G., Muscat E., Thomas M.,
Collier C, "Preliminary report on cell encapsulation in a hydrogel made of biocompatible material, AN 69, for the development of a bioartificial pancréas", The International Journal of Artificial Organs (1994), vol. 17, 1: 046-052. (8) Honiger J., Balladur P., Mariani P., Calmus Y., Vaubourdolle M.,
Delelo R., Capeau J. et Nordlinger B., "Permeability and biocompatibility of a new hydrogel used for encapsulation of hepatocytes", Biomaterials (1995), 16: 753-759.
(9) Pajulo O., Viljanto J., Loenberg B., Hurme T., Loenquist K., Saukko P., "Viscose cellulose sponge as an implantable matrix: Changes in the structure increase the production of granulation tissue", J. Biomed Mat.
Res. (1996) 32: 439-446.
(10) Shapiro L., Cohen S., "Novel alginate sponges for cell culture and transplantation", Biomaterials (1997) 18: 583-590.
(11 ) Jacob A.I., Gavellas G., Zarco R., Perez G., Bourgoignie J.-J., leukopenia, hypoxia and complément functions with a différent hemodialysis membranes kidney Int. (1980) 18: 505-509.
(12) Gomez N., Balladur P., Calmus Y., Baudrimont M., Honiger J., Delelo R., Myara A., Crema E., Trivin F., Capeau J. et Nordlinger B., "Evidence for survival and metabolic activity of encapsulated xenogeneic hepatocytes transplanted without immunosuppression in gunn rats",
Transplantation (June 27, 1997), vol. 63, 12: 1718-1723.
(13) Delaunay C, Honiger J., Darquy S., Capron F., Reach G., "Bioartificial pancréas containing porcine islets of langerhans implanted in low-dose streptozotocin-induced diabetic mice: effect of encapsulation médium", Diabètes & Metabolism (1997), 23: 219-227.
(14) Payen E. Dalle, B., Honiger J., Henri A., Kuzniak L., Rouyer- Fessard P., Benzard Y., "Régulation de la production d'érythropoïétine transgénique in vivo", Congrès de European Hemotologic Applications (E.H.A.) of Barcelona (June 1999). (15) Honiger J., Couturier C, Goldschmidt P., Maillet F.,
Kazatchkine M.-D., Laroche L., "A new anionic hydrogel for korneal surgery", J. Biomed. Mat. Res. (1997) 37: 548-553.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé d'obtention d'une structure tridimensionnelle poreuse à cavités communicantes constituée d'au moins un polymère biocompatible comportant un état liquide et un état gélifié ou solide, le polymère biocompatible étant un hydrogel, comprenant les opérations suivantes :
- préparer un fritte de géométrie et de porosité choisies constitué d'une substance hydrosoluble ou hydrolysable, non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère ;
- préparer une solution comportant du polymère dans le solvant du polymère ;
- imbiber ledit fritte avec la solution de polymère ; - mettre le fritte imbibé par la solution de polymère dans des conditions physiques de transformation du polymère biocompatible de l'état liquide en l'état gélifié ou solide ou d'hydrogel incorporant ladite substance hydrosoluble ou hydrolysable ;
- dissoudre ou hydrolyser , le cas échéant, le fritte par immersion du mélange dans un non-solvant du polymère ;
- récupérer le polymère de géométrie et de porosité choisies sous forme d'un hydrogel.
2. Procédé d'obtention d'une structure tridimensionnelle poreuse à cavités communicantes constituée d'au moins un polymère biocompatible comportant un état liquide et un état gélifié ou solide, le polymère biocompatible étant un hydrogel, comprenant les opérations suivantes :
- préparer une substance hydrosoluble ou hydrolysable, non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère, sous forme de particules de taille et de géométrie choisies ;
- préparer une solution comportant du polymère dans le solvant du polymère ; - réaliser un mélange hétérogène contenant une solution du polymère et de la substance hydrosoluble ou hydrolysable dans un moule ;
- mettre le moule contenant le mélange hétérogène dans des conditions physiques de transformation du polymère biocompatible de l'état liquide en l'état gélifié ou solide, ou d'hydrogel ;
- démouler le mélange ainsi gélifié ou solidifié ou d'hydrogel incorporant ladite substance hydrosoluble ou hydrolysable ;
- dissoudre ou hydrolyser , le cas échéant, la substance hydrosoluble ou hydrolysable dans un non solvant du polymère ; - récupérer le polymère de géométrie et de porosité choisies sous forme d'un hydrogel.
3. Procédé selon la revendication 1 ou 2 dans lequel l'étape de gélification ou de solidification, ou de formation de l'hydrogel est réalisée par immersion dans un bain contenant un non-solvant du polymère.
4. Procédé selon la revendication 1 à 3 dans lequel la substance hydrosoluble ou hydrolysable non soluble dans le solvant du polymère et soluble dans le non-solvant du polymère est du saccharose aggloméré ou cristallisé.
5. Procédé selon la revendication 1 ,2 ou 3 dans lequel le polymère biocompatible est un hydrogel contenant 50 à 98% d'eau, et une capacité ionique comprise entre 30 et 300 mEq/kg.
6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que l'hydrogel a une capacité ionique comprise entre 100 et 270 mEq/kg.
7. Procédé selon l'une des revendications 1 à 6 dans lequel la solution de polymère comprend au moins :
- un polymère ou copolymere soluble dans les solvants aprotiques polaires inorganiques ou organiques,
- un solvant aprotique polaire organique ou inorganique du copolymere.
8. Procédé selon l'une des revendications 1 à 7, dans lequel la solution de polymère comporte en outre du non-solvant du polymère.
9. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à
5, caractérisé en ce que le polymère est soluble dans les solvants aprotiques miscibles au non-solvant.
10. Procédé selon l'une des revendications 7 à 9 dans lequel la solution de polymère comprend au moins un copolymere d'acrylonitrile et d'un comonomère oléfinique insaturé porteur de groupements anioniques, ledit comonomère étant choisi dans le groupe constitué d'acide metallylsulfonique, d'acide metallylcarboxylique, d'acide metallylphosphorique, d'acide metallylphosphonique, d'acide metallylsulfirique éventuellement salifiés.
11. Procédé selon la revendication 10 dans lequel le copolymere est un copolymere d'acrylonitrile et de metallylsulfonate de sodium, ou AN 69.
12. Procédé selon l'une des revendications 7 à 10 dans lequel le polymère est choisi dans un groupe contenant le polysulfone, le polyethersulfone, le polyhydroxy éthyl methacrylate, le polyhydroxy propyl methacrylate ou leurs copolymeres.
13. Procédé selon l'une des revendications 1 à 12 dans lequel le solvant du polymère est un solvant aprotique choisi dans un groupe comprenant le NN-diméthyl formamide (DMF), le diméthyl sulfoxide (DMSO), le NN-diméthylacétamide, la N-méthylpyrrolidone (NMP).
14. Procédé selon l'une des revendications 1 à 13, caractérisé en ce que le procédé est mis en œuvre essentiellement sans évaporation du solvant ou du non-solvant.
15. Structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes constituée d'au moins un polymère biocompatible et comportant de multiples cavités, lesquelles communiquent entre elles ainsi qu'avec la surface de ladite structure, ledit polymère comportant un état liquide et un état gélifié ou solide et étant sous forme d'un hydrogel.
16. Structure selon la revendication 15 caractérisée en ce que l'hydrogel est un hydrogel de copolymere d'acrylonitrile et de metallylsulfonate de sodium, ou AN 69.
17. Structure selon la revendication 15 ou 16 caractérisée en ce que le diamètre moyen des cavités est compris entre 0,1 et 3 mm.
18. Structure selon l'une des revendication 15 à 17 caractérisée en ce que qu'elle contient des chondrocytes ou des cellules stromales chondrogéniques dans un milieu approprié à leur prolifération et/ou à leur différenciation.
19. Structure selon l'une des revendications 15 à 17 caractérisée en ce que qu'elle contient des ilôts de Langherans dans un milieu approprié à leur survie.
20. Structure selon l'une des revendications 15 à 17 caractérisée en ce que qu'elle contient des cellules animales, le cas échéant recombinées et productrices de substances d'intérêt thérapeutique, dans un milieu de culture approprié à leur survie et à leur sécrétion.
21. Structure selon l'une des revendications 15 à 17 caractérisée en ce que le polymère biocompatible comporte des résidus fonctionnalisés aptes à former des liaisons covalentes avec des résidus organiques, notamment -CHO, -NH2, -COOH, -SH.
22. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 18 pour la fabrication d'un cartilage bio-artificiel ou un comblement d'un déficit osseux.
23. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 19 pour la fabrication d'un pancréas bio-artificiel.
24. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 20 à la fabrication d'un réacteur implantable pour la production de substances thérapeutiques in vivo.
25. Utilisation selon la revendication 24 dans laquelle la substance est une molécule d'intérêt thérapeutique.
26. Utilisation selon la revendication 24 dans laquelle la substance est un vecteur ou un virus recombinant porteur d'un gène d'intérêt pour la thérapie génique.
27. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 21 sur laquelle des ligands ont été greffés le cas échéant par liaison covalente comme module pour la bioépuration par affinité ex vivo ou in vivo de molécules biologiques.
28. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 15 ou 16 dans la fabrication d'une prothèse destinée à combler un déficit de substance dans un organe, notamment une prothèse mammaire ou le comblement d'un tissu cartilagineux.
29. Utilisation d'une structure tridimensionnelle poreuse à cellules communicantes selon la revendication 15 pour la fabrication d'une forme à libération contrôlée de principes actifs de médicament.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
UA84862C2 (en) * 2003-03-03 2008-12-10 Месье-Бугатти Substrate
US7713542B2 (en) 2005-01-14 2010-05-11 Ada Foundation Three dimensional cell protector/pore architecture formation for bone and tissue constructs
US9671301B2 (en) * 2006-09-29 2017-06-06 Wake Forest University Health Sciences Small-scale pressure sensors
DE102007024642A1 (de) * 2007-05-24 2008-11-27 Eyesense Ag Hydrogel-Implantat für Sensorik von Metaboliten am Auge
EP2314672B1 (fr) 2008-09-25 2015-04-15 Gambro Lundia AB Rein bio-artificiel hybride
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EP2168666A1 (fr) 2008-09-25 2010-03-31 Gambro Lundia AB Membrane irradiée pour expansion cellulaire
FR2991988B1 (fr) * 2012-06-15 2015-08-07 Laurent Laroche Procede de preparation d'objets en hydrogel biocompatible pour leur application dans le domaine medical, et plus particulierement en ophtalmologie
US20160200891A1 (en) * 2013-08-22 2016-07-14 Polyvalor Limited Partnership Porous gels and methods for their preparation
WO2016148246A1 (fr) 2015-03-18 2016-09-22 富士フイルム株式会社 Matériau pour la régénération du cartilage et procédé pour le produire
JP6586160B2 (ja) * 2015-03-18 2019-10-02 富士フイルム株式会社 軟骨再生材料
FR3034307B1 (fr) 2015-04-03 2021-10-22 Univ Grenoble 1 Reacteur intestinal implantable
CN104840272B (zh) * 2015-05-11 2016-09-07 浙江大学 一种具有内置营养通道的三维生物结构的打印方法
CA3023221A1 (fr) 2016-05-05 2017-11-09 Southwest Research Institute Bioreacteur tridimensionnel pour expansion cellulaire et applications associees
US11149244B2 (en) 2018-04-04 2021-10-19 Southwest Research Institute Three-dimensional bioreactor for T-cell activation and expansion for immunotherapy
US10410542B1 (en) 2018-07-18 2019-09-10 Simulated Inanimate Models, LLC Surgical training apparatus, methods and systems
WO2020068840A1 (fr) 2018-09-24 2020-04-02 Southwest Research Institute Bioréacteurs tridimensionnels
US11492580B2 (en) 2020-05-12 2022-11-08 Southwest Research Institute Method using a three-dimensional bioprocessor

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8708476D0 (en) * 1987-04-09 1987-05-13 Charlesworth D Making polymer material
US5273750A (en) * 1988-05-02 1993-12-28 Institute National De La Sante Et De La Recherche Medicale- Inserm Uncrosslinked hydrogel, process for its preparation and its uses as an article for medical and/or surgical purposes such as tubes, films, joints, implants and the like, particularly in ophthalmology
CA2049377A1 (fr) * 1990-09-26 1992-03-27 Donald V. Hillegass Implant corporel biocompatible a surface texturee
US5514378A (en) * 1993-02-01 1996-05-07 Massachusetts Institute Of Technology Biocompatible polymer membranes and methods of preparation of three dimensional membrane structures
US5626861A (en) * 1994-04-01 1997-05-06 Massachusetts Institute Of Technology Polymeric-hydroxyapatite bone composite
US6268405B1 (en) * 1999-05-04 2001-07-31 Porex Surgical, Inc. Hydrogels and methods of making and using same

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
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